JPH10151209A - 医療用治療装置及びペースメーカ - Google Patents
医療用治療装置及びペースメーカInfo
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- JPH10151209A JPH10151209A JP9310121A JP31012197A JPH10151209A JP H10151209 A JPH10151209 A JP H10151209A JP 9310121 A JP9310121 A JP 9310121A JP 31012197 A JP31012197 A JP 31012197A JP H10151209 A JPH10151209 A JP H10151209A
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- linear oscillator
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-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
- A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
- A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
- A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
- A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
- A61N1/362—Heart stimulators
- A61N1/365—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential
- A61N1/36514—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential controlled by a physiological quantity other than heart potential, e.g. blood pressure
Abstract
(57)【要約】
【課題】 自然的変化性を持つ生理学的機能を人為的に
制御する医療用治療装置及びペースメーカを提供するこ
と。 【解決手段】 ペ−スメーカのような医療用治療装置に
おいては、治療管理によって人為的に制御されるべき生
理学的機能は、それと関連した自然的変化性を有してい
る。医療用治療装置が、そのような自然的変化性がない
場合に通常被検体ないし患者に供給される基本的治療を
施す。
制御する医療用治療装置及びペースメーカを提供するこ
と。 【解決手段】 ペ−スメーカのような医療用治療装置に
おいては、治療管理によって人為的に制御されるべき生
理学的機能は、それと関連した自然的変化性を有してい
る。医療用治療装置が、そのような自然的変化性がない
場合に通常被検体ないし患者に供給される基本的治療を
施す。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、医療用治療装置及
びペースメーカに関し、そして、被検体ないし患者への
医療用治療を管理するための装置に、そして特に自然的
変化性を持つ生理学的機能を人為的に制御する治療のた
めに管理する埋め込まれる装置に関する。
びペースメーカに関し、そして、被検体ないし患者への
医療用治療を管理するための装置に、そして特に自然的
変化性を持つ生理学的機能を人為的に制御する治療のた
めに管理する埋め込まれる装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】被検体ないし患者への医療用治療を管理
するための多くの型式の装置が当業技術において知られ
ている。この型式の多くの装置は埋め込み可能であり、
そしてまた多くは、これもまた埋め込まれる、そして治
療管理装置に生活可能な状態で接続されるセンサによっ
て生理学的変数を制御する測定値を手に入れるものであ
る。この型式の埋め込まれる医療用装置の例は、ペース
メーカ、細動除去器、神経無力化器、注入ポンプ等であ
る。ペースメーカの場合には、例えば、活性状態、血液
酸素含有量、呼吸、心臓インピーダンス等のような１つ
またはそれ以上の生理学的変数に依存してペーシングパ
ルスのタイミングおよび／またはエネルギー内容（振
幅）を制御することがよく知られている。それら生理学
的測定値の各々、または選択されたそれらの組み合わせ
は、基本的なペーシングレートを選択するために、測定
された生理学的信号において発生する周期的事象（波
形）を識別することによってペースメーカの内部で分析
される。いったんこの基本的なペーシングレートがセッ
トされると、関連する１つの測定または複数の測定が繰
り返され、そして再び分析される、引き続く「更新」ル
ーチンの発生まで変更なく用いられる。この更新の結果
は、現在の基本的レートが依然として適切であり、そし
てそのため基本的なペーシングレートには何の変化も行
われ無いことが示される場合がある。反対に、現在のデ
ータが、ペーシングレートの調節が必要であることを示
すこともあり、この場合においては、ペーシングパルス
のペーシングレートおよび／またはエネルギー内容にお
いて増加または減少がペースメーカ制御電子装置によっ
てセットされる。
するための多くの型式の装置が当業技術において知られ
ている。この型式の多くの装置は埋め込み可能であり、
そしてまた多くは、これもまた埋め込まれる、そして治
療管理装置に生活可能な状態で接続されるセンサによっ
て生理学的変数を制御する測定値を手に入れるものであ
る。この型式の埋め込まれる医療用装置の例は、ペース
メーカ、細動除去器、神経無力化器、注入ポンプ等であ
る。ペースメーカの場合には、例えば、活性状態、血液
酸素含有量、呼吸、心臓インピーダンス等のような１つ
またはそれ以上の生理学的変数に依存してペーシングパ
ルスのタイミングおよび／またはエネルギー内容（振
幅）を制御することがよく知られている。それら生理学
的測定値の各々、または選択されたそれらの組み合わせ
は、基本的なペーシングレートを選択するために、測定
された生理学的信号において発生する周期的事象（波
形）を識別することによってペースメーカの内部で分析
される。いったんこの基本的なペーシングレートがセッ
トされると、関連する１つの測定または複数の測定が繰
り返され、そして再び分析される、引き続く「更新」ル
ーチンの発生まで変更なく用いられる。この更新の結果
は、現在の基本的レートが依然として適切であり、そし
てそのため基本的なペーシングレートには何の変化も行
われ無いことが示される場合がある。反対に、現在のデ
ータが、ペーシングレートの調節が必要であることを示
すこともあり、この場合においては、ペーシングパルス
のペーシングレートおよび／またはエネルギー内容にお
いて増加または減少がペースメーカ制御電子装置によっ
てセットされる。
【０００３】一般的なペースメーカ電子回路において行
われる計算の結果は、ペーシングレートにおける変更が
必要とされる事のない限り、そして変更が必要となるま
での間、精密に同じパルス−パルス間隔で連続するペー
シングパルスを発散させる。例えば、もし前に説明した
生理学的計測及び分析の結果として、毎分６０ビート
（ＢＰＭ）の基本的なペーシングレートが是認されてい
ることをペースメーカ電子回路が判断したならば、ペー
スメーカのパルスジェネレータは連続するペーシングパ
ルスのそれぞれのリーディングエッジ間が正確に一秒と
なるよう、各秒に１度ペーシングパルスを発散させる。
しかし、精密に試験すると、心臓の自然的な特性はそれ
ほど正確なものではない。ある時間にわたって、心臓が
６０ＢＰＭの公称レートでビートするべきであると決め
られているときでさえ、ＥＣＧにおける選択された連続
する波形（例えばＲ波）の間の時間における精密な調査
は、そのような連続する波形の間にも自然な、明らかに
ランダムな変化性を明らかにする。上の例において、平
均波形−波形周期が１秒であったとしても、各個別の周
期が分析されるときには、例えば０．９８秒で終わる周
期の後に、１．０１秒で終わる周期が続き、さらに１．
０秒で終わる周期、そして別の１．０１秒で終わる周期
が続く、等のように見いだされる。一般的なペースメー
カにおいて行われる代数的な計算および分析は、心臓の
自然的変化性に整合または追従する、結果的な計算にお
けるランダム性を導き入れる能力を有してはいない。
われる計算の結果は、ペーシングレートにおける変更が
必要とされる事のない限り、そして変更が必要となるま
での間、精密に同じパルス−パルス間隔で連続するペー
シングパルスを発散させる。例えば、もし前に説明した
生理学的計測及び分析の結果として、毎分６０ビート
（ＢＰＭ）の基本的なペーシングレートが是認されてい
ることをペースメーカ電子回路が判断したならば、ペー
スメーカのパルスジェネレータは連続するペーシングパ
ルスのそれぞれのリーディングエッジ間が正確に一秒と
なるよう、各秒に１度ペーシングパルスを発散させる。
しかし、精密に試験すると、心臓の自然的な特性はそれ
ほど正確なものではない。ある時間にわたって、心臓が
６０ＢＰＭの公称レートでビートするべきであると決め
られているときでさえ、ＥＣＧにおける選択された連続
する波形（例えばＲ波）の間の時間における精密な調査
は、そのような連続する波形の間にも自然な、明らかに
ランダムな変化性を明らかにする。上の例において、平
均波形−波形周期が１秒であったとしても、各個別の周
期が分析されるときには、例えば０．９８秒で終わる周
期の後に、１．０１秒で終わる周期が続き、さらに１．
０秒で終わる周期、そして別の１．０１秒で終わる周期
が続く、等のように見いだされる。一般的なペースメー
カにおいて行われる代数的な計算および分析は、心臓の
自然的変化性に整合または追従する、結果的な計算にお
けるランダム性を導き入れる能力を有してはいない。
【０００４】しかし、当業技術においては、生理学的波
形におけるビート−ビート変化性を量子化するための、
そしてそれを基にペーシングパルスの発散を制御するた
めのアプローチが提案されてきた。例えば米国特許第
４，７３２，１５７号は、幾つかの基準となる場所にお
いて幾つかのビートに関してＥＣＧ波形をサンプリング
し、そして得られたサンプルを幾つかの以前のサンプル
に対する分散プロットを作成することを開示している。
１つの方程式において、分散プロットの複数のポイント
の全体距離の和を最少とする１つの値が求められ、そし
てそのパラメータの値は心臓の電気的安定度に関するも
のと想定される。このパラメータの値は、次に、細動へ
の感受性に関する予報値として用いられる。
形におけるビート−ビート変化性を量子化するための、
そしてそれを基にペーシングパルスの発散を制御するた
めのアプローチが提案されてきた。例えば米国特許第
４，７３２，１５７号は、幾つかの基準となる場所にお
いて幾つかのビートに関してＥＣＧ波形をサンプリング
し、そして得られたサンプルを幾つかの以前のサンプル
に対する分散プロットを作成することを開示している。
１つの方程式において、分散プロットの複数のポイント
の全体距離の和を最少とする１つの値が求められ、そし
てそのパラメータの値は心臓の電気的安定度に関するも
のと想定される。このパラメータの値は、次に、細動へ
の感受性に関する予報値として用いられる。
【０００５】関連する米国特許第５，４４７，５２０号
および第５，３４２，４０１号は、電気的刺激がカオス
安定アルゴリズムを用いて決められる時間に心臓組織に
与えられることを開示している。このアルゴリズムは電
気的刺激によって、経験的に求められたシステムパラメ
ータを基にした実時間計算を用いている。
および第５，３４２，４０１号は、電気的刺激がカオス
安定アルゴリズムを用いて決められる時間に心臓組織に
与えられることを開示している。このアルゴリズムは電
気的刺激によって、経験的に求められたシステムパラメ
ータを基にした実時間計算を用いている。
【０００６】診断目的に関しては、米国特許第５，２６
５，６１７号は、Ｔ波交代および心臓レート変化性を識
別することにより、心室細動除去への非侵入トラッキン
グおよび心臓の弱点診断のための方法および装置を開示
しており、そしてそれらの現象は、同時に分析され、そ
して心室細動への心臓の弱点の大きさと可能性を評価す
るのに用いられる。
５，６１７号は、Ｔ波交代および心臓レート変化性を識
別することにより、心室細動除去への非侵入トラッキン
グおよび心臓の弱点診断のための方法および装置を開示
しており、そしてそれらの現象は、同時に分析され、そ
して心室細動への心臓の弱点の大きさと可能性を評価す
るのに用いられる。
【０００７】マンデルボルトによる調査をもって１次的
に開始するためには、カオティック行動と呼ばれる分析
が「カオス」として簡単に知られている分野に展開され
る。実際には、カオティックシステムと呼ばれるもの
は、システムの将来行動としての予報が１つまたはそれ
以上の固定されたルールを基に行われるような手段にお
いて決定されるものである。このシステムがランダムで
あるアプローチを持っているとしても、このシステムが
十分に長時間にわたって観察されていないために、この
ことは普通である。本当にランダムなシステムにおいて
は、この行動の「ランダムさ」は、観察時間が増加した
ときに、減少することはない。反対に、原理的には、カ
オティックシステムの出力はその過去の履歴から十分に
決められる。しかし実際には多くのそのようなシステム
は時間的な所定ポイントにおける初期的条件に指数的に
敏感化、または依存している変化性を有しており、それ
によってシステムの将来の行動に関する予報の実行は著
しく複雑なものであり、その結果、「ルール」を知って
いるにもかかわらず、この装置は依然として予報ができ
ない状態である。
に開始するためには、カオティック行動と呼ばれる分析
が「カオス」として簡単に知られている分野に展開され
る。実際には、カオティックシステムと呼ばれるもの
は、システムの将来行動としての予報が１つまたはそれ
以上の固定されたルールを基に行われるような手段にお
いて決定されるものである。このシステムがランダムで
あるアプローチを持っているとしても、このシステムが
十分に長時間にわたって観察されていないために、この
ことは普通である。本当にランダムなシステムにおいて
は、この行動の「ランダムさ」は、観察時間が増加した
ときに、減少することはない。反対に、原理的には、カ
オティックシステムの出力はその過去の履歴から十分に
決められる。しかし実際には多くのそのようなシステム
は時間的な所定ポイントにおける初期的条件に指数的に
敏感化、または依存している変化性を有しており、それ
によってシステムの将来の行動に関する予報の実行は著
しく複雑なものであり、その結果、「ルール」を知って
いるにもかかわらず、この装置は依然として予報ができ
ない状態である。
【０００８】それらの合理的な分析を前もって含んでい
る指数的敏感さを示すことのないシステムにおいては、
かなりの数の「標準的な」システムが文献内に分析され
ている。部分的には、カオティックシステムの将来行動
を予報する能力は、システムによって所有されている１
つまたはそれ以上のアトラクタの識別に依存している。
各々異なる数のアトラクタを持っている種々の型式の標
準的なシステムが知られており、そしてここにおいてア
トラクタは異なる方法で行動するか、または相互に関係
している。分析されている所定のシステムに関しては、
１つの共通的なアプローチはこのシステム内のアトラク
タの数を分析し、そしてそれらの相互関係を代数的に規
定し、そうして問題のシステムが最も近似している標準
的なシステムに整合させられることができる。文献にお
けるそのような公知のカオティックシステムの幾つかは
ローレンツシステム、ダフィンシステム、ロッセルシス
テム、およびマッケイ−グラスシステムである。それら
システムの詳細な説明および代数的表現およびモデルは
カオティックシステムに関する文献の中の様々な標準的
な文書中に見いだすことができる。
る指数的敏感さを示すことのないシステムにおいては、
かなりの数の「標準的な」システムが文献内に分析され
ている。部分的には、カオティックシステムの将来行動
を予報する能力は、システムによって所有されている１
つまたはそれ以上のアトラクタの識別に依存している。
各々異なる数のアトラクタを持っている種々の型式の標
準的なシステムが知られており、そしてここにおいてア
トラクタは異なる方法で行動するか、または相互に関係
している。分析されている所定のシステムに関しては、
１つの共通的なアプローチはこのシステム内のアトラク
タの数を分析し、そしてそれらの相互関係を代数的に規
定し、そうして問題のシステムが最も近似している標準
的なシステムに整合させられることができる。文献にお
けるそのような公知のカオティックシステムの幾つかは
ローレンツシステム、ダフィンシステム、ロッセルシス
テム、およびマッケイ−グラスシステムである。それら
システムの詳細な説明および代数的表現およびモデルは
カオティックシステムに関する文献の中の様々な標準的
な文書中に見いだすことができる。
【０００９】
【発明が解決しようとする課題】本発明の課題とすると
ころは、生理学的機能を制御するために管理される治療
は生理学的機能の自然的変化性に整合するように構成さ
れ、自然的変化性を持つ生理学的機能を人為的に制御す
る医療用治療装置及びペースメーカを提供することであ
る。
ころは、生理学的機能を制御するために管理される治療
は生理学的機能の自然的変化性に整合するように構成さ
れ、自然的変化性を持つ生理学的機能を人為的に制御す
る医療用治療装置及びペースメーカを提供することであ
る。
【００１０】
【課題を解決するための手段】上記課題は、次のように
して解決される、即ち、被検体ないし患者の生理学的機
能、この生理学的機能はそれと結びついた自然的変化性
を有している、を人為的に制御するための基本的な治療
を達成するための装置と、非線形発振器と、変化性調節
を提供するために非線形発振器の出力を生理学的機能の
自然的変化性に整合させるための装置と、変化性調節さ
れた治療機能を生成するために基本的治療と変化性調節
とを組み合わせるための装置と、そして被検体ないし患
者への変化性調節された治療を管理するための装置とを
持つ、医療用治療装置、並びに、被検体ないし患者の心
拍レート、前記心拍レートはそれと関連する自然的変化
性を有している、を人為的に制御するためのペースメー
カにおいて、それぞれのパルスインターバルだけ分離し
ている複数の連続するペーシングパルスを発生するパル
スジェネレータ装置と、基本的ペーシングパルスをセッ
トするための制御装置と、出力を持つ非線形発振器と、
変化性調節を発生させるために、前記非線形発振器の前
記出力を前記心拍レートの前記自然的変化性に整合させ
るための装置と、前記変化性調節された刺激レートで前
記パルスジェネレータ装置が前記刺激パルスを発生する
際に、変化性調節された刺激レートを発生させるため
に、前記基本的レートを前記変化性調節に組み合わせる
ための装置と、そして前記変化性調節された刺激レート
で前記被検体ないし患者の心臓に前記刺激パルスを引き
渡すための装置とを含むことを特徴とするペースメーカ
によって達成される。
して解決される、即ち、被検体ないし患者の生理学的機
能、この生理学的機能はそれと結びついた自然的変化性
を有している、を人為的に制御するための基本的な治療
を達成するための装置と、非線形発振器と、変化性調節
を提供するために非線形発振器の出力を生理学的機能の
自然的変化性に整合させるための装置と、変化性調節さ
れた治療機能を生成するために基本的治療と変化性調節
とを組み合わせるための装置と、そして被検体ないし患
者への変化性調節された治療を管理するための装置とを
持つ、医療用治療装置、並びに、被検体ないし患者の心
拍レート、前記心拍レートはそれと関連する自然的変化
性を有している、を人為的に制御するためのペースメー
カにおいて、それぞれのパルスインターバルだけ分離し
ている複数の連続するペーシングパルスを発生するパル
スジェネレータ装置と、基本的ペーシングパルスをセッ
トするための制御装置と、出力を持つ非線形発振器と、
変化性調節を発生させるために、前記非線形発振器の前
記出力を前記心拍レートの前記自然的変化性に整合させ
るための装置と、前記変化性調節された刺激レートで前
記パルスジェネレータ装置が前記刺激パルスを発生する
際に、変化性調節された刺激レートを発生させるため
に、前記基本的レートを前記変化性調節に組み合わせる
ための装置と、そして前記変化性調節された刺激レート
で前記被検体ないし患者の心臓に前記刺激パルスを引き
渡すための装置とを含むことを特徴とするペースメーカ
によって達成される。
【００１１】
【発明の実施の形態】この医療用治療装置は例えば、ペ
ースメーカであり、この場合、基本的治療は一連のペー
シングパルスであり、そして変化性調節は連続するパル
ス間のタイミングを調節する目的で、全体的な引き続く
ペーシングパルスを被検体ないし患者の心拍レートの自
然的変化性に整合させることである。
ースメーカであり、この場合、基本的治療は一連のペー
シングパルスであり、そして変化性調節は連続するパル
ス間のタイミングを調節する目的で、全体的な引き続く
ペーシングパルスを被検体ないし患者の心拍レートの自
然的変化性に整合させることである。
【００１２】医療用治療装置がペースメーカである実施
例においては、１つまたはそれ以上の生理学的測定が被
検体ないし患者から手に入れることができ、そして次に
基本的治療がそれら測定の１つ、またはそれら測定の組
み合わせに依存して発生されることができる。
例においては、１つまたはそれ以上の生理学的測定が被
検体ないし患者から手に入れることができ、そして次に
基本的治療がそれら測定の１つ、またはそれら測定の組
み合わせに依存して発生されることができる。
【００１３】前に説明されたローレンツシステム、ダフ
ィンシステム、ロッセルシステム、またはマッケイ−グ
ラスシステムのような、いかなる公知の、よく理解され
ているカオティックシステムをも複製するために、非線
形発振器が構成され、そして動作されることができる。
ィンシステム、ロッセルシステム、またはマッケイ−グ
ラスシステムのような、いかなる公知の、よく理解され
ているカオティックシステムをも複製するために、非線
形発振器が構成され、そして動作されることができる。
【００１４】
【実施例】図１は、本発明の基礎をなす基本的原理を描
いた概略ブロック図である。このブロック図は、ペース
メーカ刺激レートに関するセット値（基本的治療）がカ
オティック発振器によって毎分数ビートだけ変調される
例を描いている。セット値ｆｂは、基本ＢＰＭユニット
１によって発生される。非線形（カオティック）発振器
２は、出力ｆｃｈを発生する。この出力は変調度ないし
変調程度ユニット３によって発生される変調度ないし変
調程度（スケーリングファクタ）ｋによって乗算され
る。この乗算は、乗算器４の中で行われ、積ｆｃｈ・ｋ
を発生する。この積は、加算機５のなかでセット値ｆｂ
に加えられて、和ｆｂ＋ｆｃｈ・ｋを発生する。次にこ
の和は、ペースメーカ内の刺激パルスの発生を制御する
のに用いられるが、これは以下により詳細に説明され
る。この明細書においては、積ｆｃｈ・ｋは変化性調節
を構成し、そして和はｆｂ＋ｆｃｈ・ｋに依存して管理
される治療は変化性調節された治療を構成する。
いた概略ブロック図である。このブロック図は、ペース
メーカ刺激レートに関するセット値（基本的治療）がカ
オティック発振器によって毎分数ビートだけ変調される
例を描いている。セット値ｆｂは、基本ＢＰＭユニット
１によって発生される。非線形（カオティック）発振器
２は、出力ｆｃｈを発生する。この出力は変調度ないし
変調程度ユニット３によって発生される変調度ないし変
調程度（スケーリングファクタ）ｋによって乗算され
る。この乗算は、乗算器４の中で行われ、積ｆｃｈ・ｋ
を発生する。この積は、加算機５のなかでセット値ｆｂ
に加えられて、和ｆｂ＋ｆｃｈ・ｋを発生する。次にこ
の和は、ペースメーカ内の刺激パルスの発生を制御する
のに用いられるが、これは以下により詳細に説明され
る。この明細書においては、積ｆｃｈ・ｋは変化性調節
を構成し、そして和はｆｂ＋ｆｃｈ・ｋに依存して管理
される治療は変化性調節された治療を構成する。
【００１５】変調度ないし変調程度またはスケーリング
ファクタｋは、一定の値としてセットされることもで
き、またはプログラム可能なまたは計算可能な方法で可
変することもできる。変調度ないし変調程度ｋの値は、
非線形発振器２の出力によるセット値の変調の程度を決
める。もし変調度ないし変調程度がゼロにセットされて
いれば、まったく何の変調もされない。
ファクタｋは、一定の値としてセットされることもで
き、またはプログラム可能なまたは計算可能な方法で可
変することもできる。変調度ないし変調程度ｋの値は、
非線形発振器２の出力によるセット値の変調の程度を決
める。もし変調度ないし変調程度がゼロにセットされて
いれば、まったく何の変調もされない。
【００１６】セット値は、例えば活性制御されたペース
メーカ内で測定された心拍レートのような、ペースメー
カシステムにおける公知技術によってセットされる一般
的なレートであることができる。以下に詳細に説明され
る実施例において説明されるように、浮動時間ウィンド
ウにわたって平均化されたこのレートが変調度ないし変
調程度に影響するように用いられるならば、好都合であ
る。この平均化は、変調度ないし変調程度ユニット３に
よって発生される変調度ないし変調程度ｋの値を制御す
るために、セット値の一部を用いて実行する事が可能で
ある。反対に、変調度ないし変調程度ｋが一定の値であ
ることもでき、そして前に説明された一部による乗算が
変調度ないし変調程度ユニット３の下流にある分離され
た乗算ステージにおいて実行されることもできる。セッ
ト値に依存して変調度ないし変調程度を調節すること
は、異なる心拍レートにおいて異なるレート変調を可能
とする。
メーカ内で測定された心拍レートのような、ペースメー
カシステムにおける公知技術によってセットされる一般
的なレートであることができる。以下に詳細に説明され
る実施例において説明されるように、浮動時間ウィンド
ウにわたって平均化されたこのレートが変調度ないし変
調程度に影響するように用いられるならば、好都合であ
る。この平均化は、変調度ないし変調程度ユニット３に
よって発生される変調度ないし変調程度ｋの値を制御す
るために、セット値の一部を用いて実行する事が可能で
ある。反対に、変調度ないし変調程度ｋが一定の値であ
ることもでき、そして前に説明された一部による乗算が
変調度ないし変調程度ユニット３の下流にある分離され
た乗算ステージにおいて実行されることもできる。セッ
ト値に依存して変調度ないし変調程度を調節すること
は、異なる心拍レートにおいて異なるレート変調を可能
とする。
【００１７】図２は、ｆｂ＝７０およびｋ＝．２５を持
つ図１の例としての配置を用いて得られる変化性調節Ｂ
ＰＭを示している。理解されるように、毎分のビートが
７０の基本値に一致するかまたはそれに近いとしても、
連続するビート間の時間は精密に１分／７０とはなって
おらず、その基本値に対してカオティック的に変化して
いる。
つ図１の例としての配置を用いて得られる変化性調節Ｂ
ＰＭを示している。理解されるように、毎分のビートが
７０の基本値に一致するかまたはそれに近いとしても、
連続するビート間の時間は精密に１分／７０とはなって
おらず、その基本値に対してカオティック的に変化して
いる。
【００１８】本発明の原理によって動作するペースメー
カの１つの例が、図３に示されている。この装置は、何
らかの適切な型式のパルスジェネレータを含むペーシン
グ機能ユニット６を利用する。ペーシング機能ユニット
６は、公知方法でペーシング機能ユニット６に電気的に
接続されている電極装置７を通して被検体ないし患者に
与えられるペーシングパルスを発生する。ペーシング機
能ユニット６はまた、被検体ないし患者からの異なる型
式の生理学的測定値を受け取るための（示されていない
付加的生理学的センサと同様）生理学的センサ８に電気
的に接続されることもできる。ペーシング機能ユニット
６によって発生され、そして電極装置７を通して提供さ
れたペーシングパルスは、被検体ないし患者の心拍レー
トを人為的に制御することを意図している。
カの１つの例が、図３に示されている。この装置は、何
らかの適切な型式のパルスジェネレータを含むペーシン
グ機能ユニット６を利用する。ペーシング機能ユニット
６は、公知方法でペーシング機能ユニット６に電気的に
接続されている電極装置７を通して被検体ないし患者に
与えられるペーシングパルスを発生する。ペーシング機
能ユニット６はまた、被検体ないし患者からの異なる型
式の生理学的測定値を受け取るための（示されていない
付加的生理学的センサと同様）生理学的センサ８に電気
的に接続されることもできる。ペーシング機能ユニット
６によって発生され、そして電極装置７を通して提供さ
れたペーシングパルスは、被検体ないし患者の心拍レー
トを人為的に制御することを意図している。
【００１９】ペーシング機能ユニット６には、制御ユニ
ット９からの制御信号が供給される。制御ユニット９は
また、診断ユニット１０と通信する事ができ、これはペ
ースメーカ動作をチェックするために能動的に診断を指
揮する事ができ、そしてまた回部プログラマ１８による
周期的な問い合わせのためのデータを蓄積するかまたは
外部プログラマ１８にデータをダンプする事ができる。
外部プログラマ１８は、遠隔測定ユニット１７を通し
て、埋め込まれたユニットと、通信する事ができる。遠
隔測定ユニット１７は、（診断ユニット１０からのデー
タと同様、そこからのデータを受け取るために、そして
データおよびプログラム命令をそこに供給するために、
制御ユニット９と双方向通信ができる。
ット９からの制御信号が供給される。制御ユニット９は
また、診断ユニット１０と通信する事ができ、これはペ
ースメーカ動作をチェックするために能動的に診断を指
揮する事ができ、そしてまた回部プログラマ１８による
周期的な問い合わせのためのデータを蓄積するかまたは
外部プログラマ１８にデータをダンプする事ができる。
外部プログラマ１８は、遠隔測定ユニット１７を通し
て、埋め込まれたユニットと、通信する事ができる。遠
隔測定ユニット１７は、（診断ユニット１０からのデー
タと同様、そこからのデータを受け取るために、そして
データおよびプログラム命令をそこに供給するために、
制御ユニット９と双方向通信ができる。
【００２０】制御ユニット９はまた、非線形発振器２に
制御信号を供給する。非線形発振器２は、値バッファ１
３に接続された出力を有しており、これもまた制御ユニ
ット９によって制御される。値バッファの出力は、変調
度ないし変調程度ユニット３ａに供給されるカオティッ
クコンポーネントＦＮである。図３の実施例における変
調度ないし変調程度ユニット３ａは、図１の例における
変調度ないし変調程度ユニット３および乗算器４の組み
合わせであり、そしてそのため積ｋ・ｆＮである出力を
発生する。変調度ないし変調程度ユニット３ａもまた、
制御ユニット９によって制御される。
制御信号を供給する。非線形発振器２は、値バッファ１
３に接続された出力を有しており、これもまた制御ユニ
ット９によって制御される。値バッファの出力は、変調
度ないし変調程度ユニット３ａに供給されるカオティッ
クコンポーネントＦＮである。図３の実施例における変
調度ないし変調程度ユニット３ａは、図１の例における
変調度ないし変調程度ユニット３および乗算器４の組み
合わせであり、そしてそのため積ｋ・ｆＮである出力を
発生する。変調度ないし変調程度ユニット３ａもまた、
制御ユニット９によって制御される。
【００２１】変調度ないし変調程度ユニット３ａの出力
は、加算機５に供給される。加算器５の別の入力には、
一般的なペーシングレートｆｃが供給される。この一般
的なペーシングレートは何らかの適切な一般的な方法に
よって決められる。図３の実施例においては、生理学的
センサ８からの測定値はペーシング機能ユニット６の内
部で評価される。この評価の結果はレートレジスタ１１
に供給され、ここには異なる評価結果に関連する、幾つ
かの数の異なるペーシングレートが参照テーブルのよう
な形で蓄積される。ペーシング機能ユニット６によっ
て、ここに供給された評価結果に依存して、レートレジ
スタ１１は適切な一般的なペーシングレートｆｃを発生
する。
は、加算機５に供給される。加算器５の別の入力には、
一般的なペーシングレートｆｃが供給される。この一般
的なペーシングレートは何らかの適切な一般的な方法に
よって決められる。図３の実施例においては、生理学的
センサ８からの測定値はペーシング機能ユニット６の内
部で評価される。この評価の結果はレートレジスタ１１
に供給され、ここには異なる評価結果に関連する、幾つ
かの数の異なるペーシングレートが参照テーブルのよう
な形で蓄積される。ペーシング機能ユニット６によっ
て、ここに供給された評価結果に依存して、レートレジ
スタ１１は適切な一般的なペーシングレートｆｃを発生
する。
【００２２】加算機５によって発生された和は、さらに
別のレートレジスタ１２に供給される。前に説明された
レートレジスタ１１は、ペースメーカが非線形発振器２
の損細がないときに動作する一般的なレートを含んでい
る。別のレートレジスタ１２は、図３の実施例に示され
るペースメーカの実際の刺激レートを制御する幾つかの
異なるペーシングレートを蓄積しており、すなわちレー
トレジスタ１２は、非線形発振器２によって実現される
ような、心臓の自然的変化性を考慮に入れた変化性調節
された刺激レートを発生する。もしｋ＝０であれば、レ
ートレジスタ１２はレートレジスタ１１と同じレートＦ
Ｃを選択（発生）する。図１に関連して説明されたよう
に、レートレジスタ１２によって発生される実際の刺激
レートＦＳは、一般的なレートと、変調度ないし変調程
度ｋによって乗算されたカオティックレートＦｎの積と
の組み合わせである。この値はペーシング機能ユニット
６に供給され、これは電極装置７を通して被検体ないし
患者に与えられる変化性調節されたレートＦＳにおいて
ペーシングパルスを発生させる。
別のレートレジスタ１２に供給される。前に説明された
レートレジスタ１１は、ペースメーカが非線形発振器２
の損細がないときに動作する一般的なレートを含んでい
る。別のレートレジスタ１２は、図３の実施例に示され
るペースメーカの実際の刺激レートを制御する幾つかの
異なるペーシングレートを蓄積しており、すなわちレー
トレジスタ１２は、非線形発振器２によって実現される
ような、心臓の自然的変化性を考慮に入れた変化性調節
された刺激レートを発生する。もしｋ＝０であれば、レ
ートレジスタ１２はレートレジスタ１１と同じレートＦ
Ｃを選択（発生）する。図１に関連して説明されたよう
に、レートレジスタ１２によって発生される実際の刺激
レートＦＳは、一般的なレートと、変調度ないし変調程
度ｋによって乗算されたカオティックレートＦｎの積と
の組み合わせである。この値はペーシング機能ユニット
６に供給され、これは電極装置７を通して被検体ないし
患者に与えられる変化性調節されたレートＦＳにおいて
ペーシングパルスを発生させる。
【００２３】変化性調節された刺激レートＦＳに導く計
算において、ランダムコンポーネントＦＲを加えること
も可能である。このオプションは、制御ユニット９内に
含まれるデータテーブル１５に、そのようなランダムコ
ンポーネントＦＲを発生させることによって行われる。
反対に、ランダムコンポーネントＦＲは、別の非線形発
振器によって発生させることも可能である。もしランダ
ムコンポーネントＦＲが用いられるなら、これは積ｋ・
ＦＮおよびＦＣとともに加算機５に供給され、そして加
算機５の中でそれらの値に加えられる。このことはラン
ダムコンポーネントＦＲが変化性調節された刺激ＦＳに
関する表現にさらに加えられて存在するという結果をも
たらす。この表現のなかにおけるＦＲの付加的存在は、
破線括弧内に含まれて表現されている。
算において、ランダムコンポーネントＦＲを加えること
も可能である。このオプションは、制御ユニット９内に
含まれるデータテーブル１５に、そのようなランダムコ
ンポーネントＦＲを発生させることによって行われる。
反対に、ランダムコンポーネントＦＲは、別の非線形発
振器によって発生させることも可能である。もしランダ
ムコンポーネントＦＲが用いられるなら、これは積ｋ・
ＦＮおよびＦＣとともに加算機５に供給され、そして加
算機５の中でそれらの値に加えられる。このことはラン
ダムコンポーネントＦＲが変化性調節された刺激ＦＳに
関する表現にさらに加えられて存在するという結果をも
たらす。この表現のなかにおけるＦＲの付加的存在は、
破線括弧内に含まれて表現されている。
【００２４】別のオプションは非線形発振器２内のデー
タを初期化することである。幾つかのカオティック装置
は、何らかの外部データ入力を用いないで動作する事が
知られており、そしてそれらは自主発振器または自主シ
ステムとして知られている。反対に、非自主システムは
外部データの供給を必要としている。非線形発振器２に
おけるデータを初期化する事に加えて、非自主システム
を構成するのに非線形発振器２が用いられるならば、制
御ユニット９からのデータ供給はまた外部データ供給を
必要とするように働くこともできる。このオプション
は、制御ユニット９内のさらに別のデータテーブル１６
によって示されている。
タを初期化することである。幾つかのカオティック装置
は、何らかの外部データ入力を用いないで動作する事が
知られており、そしてそれらは自主発振器または自主シ
ステムとして知られている。反対に、非自主システムは
外部データの供給を必要としている。非線形発振器２に
おけるデータを初期化する事に加えて、非自主システム
を構成するのに非線形発振器２が用いられるならば、制
御ユニット９からのデータ供給はまた外部データ供給を
必要とするように働くこともできる。このオプション
は、制御ユニット９内のさらに別のデータテーブル１６
によって示されている。
【００２５】値バッファ１３の出力ＦＮは、ディジタル
形式であることが望ましく、そしてそのため値バッファ
１３は、もし非線形発振器２の能動部分がアナログ出力
を発生するのであれば、アナログ−ディジタルコンバー
タを含むことができる。反対に、分離されたアナログ−
ディジタルコンバータは、値バッファ１３と変調度ない
し変調程度ユニット３ａとの間に挿入されることができ
る。
形式であることが望ましく、そしてそのため値バッファ
１３は、もし非線形発振器２の能動部分がアナログ出力
を発生するのであれば、アナログ−ディジタルコンバー
タを含むことができる。反対に、分離されたアナログ−
ディジタルコンバータは、値バッファ１３と変調度ない
し変調程度ユニット３ａとの間に挿入されることができ
る。
【００２６】図４に示されているように、値バッファ１
３のための１つの実施例は、Ｎ位置メモリ１９および出
力レジスタ２０を含んでいる。
３のための１つの実施例は、Ｎ位置メモリ１９および出
力レジスタ２０を含んでいる。
【００２７】この実施例は、Ｎ位置メモリ１９の入力が
ディジタル形式であると仮定しており、そしてそのため
非線形発振器２の出力がアナログ形式であれば、アナロ
グ−ディジタルコンバータが非線形発振器２の出力とＮ
位置メモリ１９の入力との間に含まれることになる。そ
のオリジナルなディジタル形式で、または変換の後に、
非線形発振器２の出力は、標準的には４ないし８ビット
の情報を含む。Ｎ位置メモリ１９の各メモリロケーショ
ンは、非線形発振器２からの１つの出力サンプルを蓄積
する。Ｎ位置メモリ１９はＦＩＦＯ（ファーストイン、
ファーストアウト）メモリで編成する事ができる。Ｎ位
置メモリ１９は、アドレス、リードおよびライト制御を
含む、制御ユニット９からの前に説明された制御信号に
よって動作する。
ディジタル形式であると仮定しており、そしてそのため
非線形発振器２の出力がアナログ形式であれば、アナロ
グ−ディジタルコンバータが非線形発振器２の出力とＮ
位置メモリ１９の入力との間に含まれることになる。そ
のオリジナルなディジタル形式で、または変換の後に、
非線形発振器２の出力は、標準的には４ないし８ビット
の情報を含む。Ｎ位置メモリ１９の各メモリロケーショ
ンは、非線形発振器２からの１つの出力サンプルを蓄積
する。Ｎ位置メモリ１９はＦＩＦＯ（ファーストイン、
ファーストアウト）メモリで編成する事ができる。Ｎ位
置メモリ１９は、アドレス、リードおよびライト制御を
含む、制御ユニット９からの前に説明された制御信号に
よって動作する。
【００２８】図４における配置は、データ読み込みおよ
びデータ読み出しに関して、異なる時間スケールを可能
とする。例えば、時間「ストレッチング」は、メモリ１
９の迅速な読み込みおよび遅い読み出しによって達成す
ることができる。例えば、１０００の値が非線形発振器
２から読みだされ、そして迅速な速度で蓄積されること
ができ、続いて１つの値が各刺激（ペーシング）インタ
ーバルに関して読み出される。もし必要であれば、非線
形発振器２の最後の内部状態が（示されていない）状態
メモリ内にセーブされることができ、そして次にデータ
テーブル１６から初期化データを入手、かわりに非線形
発振器２を再初期化するために用いられる。
びデータ読み出しに関して、異なる時間スケールを可能
とする。例えば、時間「ストレッチング」は、メモリ１
９の迅速な読み込みおよび遅い読み出しによって達成す
ることができる。例えば、１０００の値が非線形発振器
２から読みだされ、そして迅速な速度で蓄積されること
ができ、続いて１つの値が各刺激（ペーシング）インタ
ーバルに関して読み出される。もし必要であれば、非線
形発振器２の最後の内部状態が（示されていない）状態
メモリ内にセーブされることができ、そして次にデータ
テーブル１６から初期化データを入手、かわりに非線形
発振器２を再初期化するために用いられる。
【００２９】さらに、非線形発振器２からの全ての値を
メモリ１９内に蓄積する必要はない。例えば１分間の時
間周期にわたって、ビートに関して標準偏差を得ること
により、自然的変化性の調節のために備えられる出力Ｆ
Ｎを発生させるという目的を達成することも可能であ
る。このことは、非線形発振器２がマッケイ−グラスシ
ステムを構成するような、非線形発振器２に関する基礎
となる機構が差動方程式のシステムであるときに、この
ことは最も明白である。当然ながら、無限に小さな変化
を持つ値の無限範囲における結果となるため、無限に短
い時間インターバルにおいてサンプルを採取することは
不可能である。こうして、非線形発振器２によって構成
されるシステムの型式と、非線形発振器２内の内部時間
ステップと、出力サンプルの選択と、そしてＦＮによっ
て表現されるべきと意図される望ましい変化性との間に
は妥協を探る必要がある。
メモリ１９内に蓄積する必要はない。例えば１分間の時
間周期にわたって、ビートに関して標準偏差を得ること
により、自然的変化性の調節のために備えられる出力Ｆ
Ｎを発生させるという目的を達成することも可能であ
る。このことは、非線形発振器２がマッケイ−グラスシ
ステムを構成するような、非線形発振器２に関する基礎
となる機構が差動方程式のシステムであるときに、この
ことは最も明白である。当然ながら、無限に小さな変化
を持つ値の無限範囲における結果となるため、無限に短
い時間インターバルにおいてサンプルを採取することは
不可能である。こうして、非線形発振器２によって構成
されるシステムの型式と、非線形発振器２内の内部時間
ステップと、出力サンプルの選択と、そしてＦＮによっ
て表現されるべきと意図される望ましい変化性との間に
は妥協を探る必要がある。
【００３０】それらの特性によって、非線形発振器２か
らの出力値は周期的ではなく、そしてそのため時間的に
等距離のポイントの非線形発振器２の出力サンプリング
は周期的結果を生じさせることはないことを注目すべき
である。
らの出力値は周期的ではなく、そしてそのため時間的に
等距離のポイントの非線形発振器２の出力サンプリング
は周期的結果を生じさせることはないことを注目すべき
である。
【００３１】出力レジスタ２０は、メモリ１９の一部で
あるが、しかしメモリ１９を全く用いずに動作する事も
可能であり、この場合には、（もし必要であればアナロ
グ−ディジタル変換の後の）非線形発振器２の出力が図
５に示されるように出力レジスタ２０に直接的に供給さ
れる。この実施例においては、値バッファは単に出力レ
ジスタ自体を含んでいるのみである。この実施例は、非
線形発振器２の出力がディジタルであるときに、すなわ
ちソフトウェアまたはディジタルハードウェアによって
有限差動方程式を解いた結果であるときに、用いること
ができる。この実施例においては、非線形発振器２の繰
り返しにおける次のステップは新しい刺激インターバ
ル、即ち各新しいインターバルが非線形発振器２からの
次の値を発生させる、によって開始される。
あるが、しかしメモリ１９を全く用いずに動作する事も
可能であり、この場合には、（もし必要であればアナロ
グ−ディジタル変換の後の）非線形発振器２の出力が図
５に示されるように出力レジスタ２０に直接的に供給さ
れる。この実施例においては、値バッファは単に出力レ
ジスタ自体を含んでいるのみである。この実施例は、非
線形発振器２の出力がディジタルであるときに、すなわ
ちソフトウェアまたはディジタルハードウェアによって
有限差動方程式を解いた結果であるときに、用いること
ができる。この実施例においては、非線形発振器２の繰
り返しにおける次のステップは新しい刺激インターバ
ル、即ち各新しいインターバルが非線形発振器２からの
次の値を発生させる、によって開始される。
【００３２】例えば、ディジタル非線形発振器２の出力
からの値の範囲をメモリ内にセーブするために、そして
次に図４の実施例におけるメモリ１９のダイナミック制
御によって達成される時間圧縮または伸張なしに、必要
に応じてそれらの値を簡単にフェッチするために、図４
および図５に示される実施例の組み合わせを用いること
も可能である。他の実際的にはより少ない可能性である
が、非線形発振器２の出力がアナログ形式であるなら
ば、各刺激インターバルの間に非線形発振器２の出力の
１つのサンプルを取り入れ、そして次の刺激インターバ
ルまでその値を保つようなサンプルアンドホールド回路
を利用することができる。
からの値の範囲をメモリ内にセーブするために、そして
次に図４の実施例におけるメモリ１９のダイナミック制
御によって達成される時間圧縮または伸張なしに、必要
に応じてそれらの値を簡単にフェッチするために、図４
および図５に示される実施例の組み合わせを用いること
も可能である。他の実際的にはより少ない可能性である
が、非線形発振器２の出力がアナログ形式であるなら
ば、各刺激インターバルの間に非線形発振器２の出力の
１つのサンプルを取り入れ、そして次の刺激インターバ
ルまでその値を保つようなサンプルアンドホールド回路
を利用することができる。
【００３３】図６に示されているように、非線形発振器
２は、ポストプロセッシングステージ２２に接続された
出力を持つ非線形発振器ステージ２１を含むこともで
き、ここにおいてはポストプロセッシングステージ２２
の出力は非線形発振器２の出力を形成する。この実施例
は、非線形発振器ステージ２１が、例えばローレンツ型
発振器であるような「ピュアな」発振器であるときに利
用できる。そのような状況の基では、ポストプロセッシ
ングステージ２２はポストプロセッシングステージ２２
の平均をゼロに等しくするために（すなわちポストプロ
セッシングステージ２２の出力は依然として非ゼロ値を
とるが、しかし平均化されるとき、それらの非ゼロ値は
ゼロの平均を発生させる）、ベースラインのスケーリン
グまたは減算のような簡単な機能を加えることができ
る。
２は、ポストプロセッシングステージ２２に接続された
出力を持つ非線形発振器ステージ２１を含むこともで
き、ここにおいてはポストプロセッシングステージ２２
の出力は非線形発振器２の出力を形成する。この実施例
は、非線形発振器ステージ２１が、例えばローレンツ型
発振器であるような「ピュアな」発振器であるときに利
用できる。そのような状況の基では、ポストプロセッシ
ングステージ２２はポストプロセッシングステージ２２
の平均をゼロに等しくするために（すなわちポストプロ
セッシングステージ２２の出力は依然として非ゼロ値を
とるが、しかし平均化されるとき、それらの非ゼロ値は
ゼロの平均を発生させる）、ベースラインのスケーリン
グまたは減算のような簡単な機能を加えることができ
る。
【００３４】例えば、非線形発振器ステージ２１の出力
の幾つかのサンプル、例えば５サンプル、にわたって非
線形発振器ステージ２１の出力の浮動メジアン値を計算
することができるような、非線形動作もまたポストプロ
セッシングステージ２２内で可能である。
の幾つかのサンプル、例えば５サンプル、にわたって非
線形発振器ステージ２１の出力の浮動メジアン値を計算
することができるような、非線形動作もまたポストプロ
セッシングステージ２２内で可能である。
【００３５】値バッファ１３の後に、ポストプロセッシ
ングを実行することもまた可能である。
ングを実行することもまた可能である。
【００３６】電極装置７、生理学的センサ８および外部
プログラマ１８を除く、上の全てのコンポーネントは、
被検体ないし患者の中に埋め込まれるために適切な寸法
および形状のペースメーカハウジング１４内に含まれ
る。
プログラマ１８を除く、上の全てのコンポーネントは、
被検体ないし患者の中に埋め込まれるために適切な寸法
および形状のペースメーカハウジング１４内に含まれ
る。
【００３７】非線形発振器２の出力がどのように用いら
れるかを示す例が、異なるサンプルの数（即ち異なる時
間ステップ）を用いて、図７−ａおよび図７−ｂ、図８
−ａおよび図８−ｂ、図９−ａおよび図９−ｂおよび図
１０−ａおよび図１０−ｂそれぞれに示されている。そ
れらのサンプルの各々においては、非線形発振器２の出
力はローレンツシステムのＺコンポーネントであり、公
称出力値は、平均レベルがゼロとなるように処理され、
そして振幅は、１５％レベルにある。オリジナル値は、
迅速に計算され、そしてメモリ内に蓄積される。
れるかを示す例が、異なるサンプルの数（即ち異なる時
間ステップ）を用いて、図７−ａおよび図７−ｂ、図８
−ａおよび図８−ｂ、図９−ａおよび図９−ｂおよび図
１０−ａおよび図１０−ｂそれぞれに示されている。そ
れらのサンプルの各々においては、非線形発振器２の出
力はローレンツシステムのＺコンポーネントであり、公
称出力値は、平均レベルがゼロとなるように処理され、
そして振幅は、１５％レベルにある。オリジナル値は、
迅速に計算され、そしてメモリ内に蓄積される。
【００３８】図７−ａおよび図７−ｂは、０．０１秒の
時間ステップを示している。これはリアルタイムにおけ
る実際周波数ではありえないとしても、このことは「サ
ンプリング周波数」が１００Ｈｚであることを意味して
いる。
時間ステップを示している。これはリアルタイムにおけ
る実際周波数ではありえないとしても、このことは「サ
ンプリング周波数」が１００Ｈｚであることを意味して
いる。
【００３９】サンプルの全てを選択することにより、ま
たはサンプルの前もって選択された組を用いることによ
って、時間にわたる変化性曲線の形状を制御することが
可能である。これらサンプルの各々において、平均通過
レートは７０ＢＰＭであり、１００ビートの時間インタ
ーバル（１分２６秒）にわたって計算された実質的に一
定の標準偏差を有している。理解されるように、曲線形
状における変化はビートからビートへのより大きな変化
に極めてスムースなレート変化を形成している。各サン
プルにおける静止レート（Resting Rate）は、ペースメ
ーカにおける基本的なプログラムされたレートである。
各サンプルにおいて、ＦＣは、一定の７０ＢＰＭであ
り、ｋ・ＦＮは、各サンプルの上方グラフに示されてお
り、そしてＦＲ＝０である。結果的なＦＳは、各サンプ
ルにおける下方のプロットに示されている。
たはサンプルの前もって選択された組を用いることによ
って、時間にわたる変化性曲線の形状を制御することが
可能である。これらサンプルの各々において、平均通過
レートは７０ＢＰＭであり、１００ビートの時間インタ
ーバル（１分２６秒）にわたって計算された実質的に一
定の標準偏差を有している。理解されるように、曲線形
状における変化はビートからビートへのより大きな変化
に極めてスムースなレート変化を形成している。各サン
プルにおける静止レート（Resting Rate）は、ペースメ
ーカにおける基本的なプログラムされたレートである。
各サンプルにおいて、ＦＣは、一定の７０ＢＰＭであ
り、ｋ・ＦＮは、各サンプルの上方グラフに示されてお
り、そしてＦＲ＝０である。結果的なＦＳは、各サンプ
ルにおける下方のプロットに示されている。
【００４０】図８−ａおよび図８−ｂは、０．０５秒の
分解能を持つ結果を示しており、図９−ａおよび図９−
ｂは、０．１０秒の分解能を持つ結果を示しており、そ
して図１０−ａおよび図１０−ｂは、０．２０秒の分解
能を持つ結果を示している。
分解能を持つ結果を示しており、図９−ａおよび図９−
ｂは、０．１０秒の分解能を持つ結果を示しており、そ
して図１０−ａおよび図１０−ｂは、０．２０秒の分解
能を持つ結果を示している。
【００４１】ペースメーカの動作におけるランダムデー
タ源として非線形発振器２を用いることも可能である。
そのようなペースメーカの１つの例が図１１に示されて
いる。ランダムデータ源は、プログラミング、試験およ
び負荷調査処理を含む、幾つかの型式の制御技術におい
て必要とされる。図１１の実施例においては、図３の実
施例に関連して既に識別されているコンポーネントは、
同じ参照番号を付与してあり、そしてさらに説明される
必要はない。図１１に示されているペースメーカ装置
は、図３においてより詳細に示されている型式のリード
およびセンサを通して、概略的に示されている被検体な
いし患者２３と生活可能な状態で相互作用する。被検体
ないし患者データ編集ステージ２４はまた、入ってきた
データを一時的に蓄積することもできる。未編集の入っ
てきたデータから、被検体ないし患者データ編集ユニッ
ト２４は、公知の方法でセンサ値、禁止信号および関知
信号を必要に従って発生する。これらの信号は公知の方
法で加算ユニット２５で組み合わせられ、そしてペース
メーカモード制御ユニット９ａに供給される。ペースメ
ーカモード制御ユニットは、幾つかの利用可能な治療
（ペーシング）モードｔ１、ｔ２またはｔ３の中から１
つを選択するようにプログラムされている。一旦治療モ
ードは選択されたならば、ペースメーカモード制御ユニ
ット９ａは信号Ａによって、発生されるパルスの振幅お
よびタイミングをも制御する。
タ源として非線形発振器２を用いることも可能である。
そのようなペースメーカの１つの例が図１１に示されて
いる。ランダムデータ源は、プログラミング、試験およ
び負荷調査処理を含む、幾つかの型式の制御技術におい
て必要とされる。図１１の実施例においては、図３の実
施例に関連して既に識別されているコンポーネントは、
同じ参照番号を付与してあり、そしてさらに説明される
必要はない。図１１に示されているペースメーカ装置
は、図３においてより詳細に示されている型式のリード
およびセンサを通して、概略的に示されている被検体な
いし患者２３と生活可能な状態で相互作用する。被検体
ないし患者データ編集ステージ２４はまた、入ってきた
データを一時的に蓄積することもできる。未編集の入っ
てきたデータから、被検体ないし患者データ編集ユニッ
ト２４は、公知の方法でセンサ値、禁止信号および関知
信号を必要に従って発生する。これらの信号は公知の方
法で加算ユニット２５で組み合わせられ、そしてペース
メーカモード制御ユニット９ａに供給される。ペースメ
ーカモード制御ユニットは、幾つかの利用可能な治療
（ペーシング）モードｔ１、ｔ２またはｔ３の中から１
つを選択するようにプログラムされている。一旦治療モ
ードは選択されたならば、ペースメーカモード制御ユニ
ット９ａは信号Ａによって、発生されるパルスの振幅お
よびタイミングをも制御する。
【００４２】選択されたモードおよび振幅ならびにタイ
ミング信号Ａは、治療ユニット２７に供給され、これは
公知の方法によって選択された治療を提供するよう被検
体ないし患者２３と相互作用する。
ミング信号Ａは、治療ユニット２７に供給され、これは
公知の方法によって選択された治療を提供するよう被検
体ないし患者２３と相互作用する。
【００４３】ペースメーカモード制御ユニット９ａは、
一般的なタイミングユニット２６に接続されている。
一般的なタイミングユニット２６に接続されている。
【００４４】ペースメーカモード制御ユニット９ａおよ
びタイミングユニット２６はまた両方とも非線形発振器
２に接続されている。非線形発振器２は、また、被検体
ないし患者データ編集ユニット２４からの編集された被
検体ないし患者データが供給される。非線形発振器２は
また、プログラミングおよび試験処理における援助のた
めに診断ユニット１０および遠隔測定ユニット１７と通
信する。
びタイミングユニット２６はまた両方とも非線形発振器
２に接続されている。非線形発振器２は、また、被検体
ないし患者データ編集ユニット２４からの編集された被
検体ないし患者データが供給される。非線形発振器２は
また、プログラミングおよび試験処理における援助のた
めに診断ユニット１０および遠隔測定ユニット１７と通
信する。
【００４５】上に説明されたように、多くの型式の近年
のプログラミングは「マルチパラメータ」と呼ばれるベ
ース上で動作し、これはセットアップされ、そして試験
されるべき多数の異なるシミュレート状態およびモデル
を許容する能力を有している。異なる変数を持つ多数の
試験状態を通して動作させるために、非線形発振器２
は、そのような試験のためのランダム変数を発生するた
めに用いられる。それら異なる試験状態の全てのシミュ
レートされた結果は、次に、分析され、そしてペースメ
ーカを制御するのに用いるために、最善の、または最適
の結果が選択されることができる。
のプログラミングは「マルチパラメータ」と呼ばれるベ
ース上で動作し、これはセットアップされ、そして試験
されるべき多数の異なるシミュレート状態およびモデル
を許容する能力を有している。異なる変数を持つ多数の
試験状態を通して動作させるために、非線形発振器２
は、そのような試験のためのランダム変数を発生するた
めに用いられる。それら異なる試験状態の全てのシミュ
レートされた結果は、次に、分析され、そしてペースメ
ーカを制御するのに用いるために、最善の、または最適
の結果が選択されることができる。
【００４６】当業技術者にとっては、幾つかの変更及び
変化が示唆されるとしても、特許請求の範囲内にある全
ての変化および変更は本発明の範囲内にあるものと理論
的にそして適正に考えられると言うことが発明者の意図
である。
変化が示唆されるとしても、特許請求の範囲内にある全
ての変化および変更は本発明の範囲内にあるものと理論
的にそして適正に考えられると言うことが発明者の意図
である。
【００４７】要するに、本発明によれば、ペ−スメーカ
のような医療用治療装置においては、治療管理によって
人為的に制御されるべき生理学的機能は、それと関連し
た自然的変化性を有している。医療用治療装置が、その
ような自然的変化性がない場合に通常被検体ないし患者
に供給される基本的治療を施す。さらに、医治療治療装
置は、カオティック出力を発生する非線形発振器を含ん
でおり、非線形発振器のカオティック出力は変化性調節
を発生させるための生理学的機能の変化性に整合してい
る。基本的治療は、変化性調節と組み合わせられ、そし
て変化性調節された治療は次に被検体ないし患者に与え
られるよう管理される。
のような医療用治療装置においては、治療管理によって
人為的に制御されるべき生理学的機能は、それと関連し
た自然的変化性を有している。医療用治療装置が、その
ような自然的変化性がない場合に通常被検体ないし患者
に供給される基本的治療を施す。さらに、医治療治療装
置は、カオティック出力を発生する非線形発振器を含ん
でおり、非線形発振器のカオティック出力は変化性調節
を発生させるための生理学的機能の変化性に整合してい
る。基本的治療は、変化性調節と組み合わせられ、そし
て変化性調節された治療は次に被検体ないし患者に与え
られるよう管理される。
【００４８】
【発明の効果】本発明によれば、、生理学的機能を制御
するために管理される治療は生理学的機能の自然的変化
性に整合するように構成され、自然的変化性を持つ生理
学的機能を人為的に制御する医療用治療装置及びペース
メーカを実現することができるという効果が奏される。
するために管理される治療は生理学的機能の自然的変化
性に整合するように構成され、自然的変化性を持つ生理
学的機能を人為的に制御する医療用治療装置及びペース
メーカを実現することができるという効果が奏される。
【図１】本発明の基本的概念を説明するための概略ブロ
ック図。
ック図。
【図２】心拍レートの自然的変化性を説明するための、
毎分心拍（ＢＰＭ）対時間（分で測定された）を示す
図。
毎分心拍（ＢＰＭ）対時間（分で測定された）を示す
図。
【図３】本発明の原理によって構成され、そして動作す
る埋め込まれるペースメーカのブロック図。
る埋め込まれるペースメーカのブロック図。
【図４】図３の実施例において用いられる値バッファの
ための第１実施例を示すブロック図。
ための第１実施例を示すブロック図。
【図５】図３のペースメーカにおいて用いられるための
値バッファのための第２の実施例のブロック図。
値バッファのための第２の実施例のブロック図。
【図６】図３のペースメーカにおいて用いるための非線
形発振器のブロック図。
形発振器のブロック図。
【図７】図３のペースメーカにおける非線形発振器の影
響を、刺激レートについて、０．０１ｓの分解能をもっ
て描いた図。
響を、刺激レートについて、０．０１ｓの分解能をもっ
て描いた図。
【図８】図３のペースメーカにおける非線形発振器の影
響を、刺激レートについて、０．０５ｓの分解能で描い
た図。
響を、刺激レートについて、０．０５ｓの分解能で描い
た図。
【図９】図３のペースメーカにおける非線形発振器の影
響を、刺激レートについて、０．１０ｓの分解能で描い
た図。
響を、刺激レートについて、０．１０ｓの分解能で描い
た図。
【図１０】図３のペースメーカにおける非線形発振器の
影響を、刺激レートについて、０．２０ｓの分解能で描
いた図。
影響を、刺激レートについて、０．２０ｓの分解能で描
いた図。
【図１１】幾つかの試験処理のための変数を発生するた
めのランダム変数発生器としての非線形発振器を用いる
ペースメーカ装置を示すブロック図。
めのランダム変数発生器としての非線形発振器を用いる
ペースメーカ装置を示すブロック図。
１ 基本的ＢＰＭ ２ 非線形発振器 ３ 変調度ないし変調程度 ４ 乗算器 ５ 加算器 ６ ペーシング機能ユニット ７ 電極装置 ８ 生理学的センサ ９ 制御ユニット １０ 診断ユニット １１ レートレジスタ １２ レートレジスタ １３ 値バッファ １４ ペースメーカハウジング １５ データテーブル １６ データテーブル １７ 遠隔測定ユニット １８ 外部プログラマ １９ Ｎ値メモリ ２０ 出力レジスタ ２１ 非線形発振器ステージ ２２ ポストプロセッシングステージ ２３ 被検体ないし患者 ２４ 被検体ないし患者データ編集ユニット ２５ 加算ユニット ２６ タイミングユニット ２７ 治療ユニット
Claims (30)
- 【請求項１】 医療用治療装置において、 被検体ないし患者の生理学的機能、前記生理学的機能は
それに関連する自然的変化性を有している、を人為的に
制御するために基本的治療機能を生成するための装置
と、 出力を持つ非線形発振器と、 変化性調節機能を生成するために、前記非線形発振器の
前記出力を前記生理学的機能の前記自然的変化性に整合
させるための装置と、 変化性調節された治療機能を生成するために、前記基本
的治療を前記変化性調節と組み合わせるため装置と、そ
して前記被検体ないし患者への前記変化性調節された治
療を管理するための装置と、を含むことを特徴とする、
医療用治療装置。 - 【請求項２】 さらに、前記被検体ないし患者から時間
にわたって生理学的測定値を入手するための装置を含
み、そして前記被検体ないし患者の生理学的機能を人為
的に制御するための前記装置が、前記生理学的測定値に
依存して、前記被検体ないし患者の前記生理学的機能を
人為的に制御するための装置を含むような、請求項第１
項記載の医療用治療装置。 - 【請求項３】 前記非線形発振器の前記出力を前記生理
学的機能の前記自然的変化性に整合させるための前記装
置が、前記非線形発振器の前記出力をスケーリングファ
クタだけ乗算するための装置を含むような、請求項第１
項記載の医療用治療装置。 - 【請求項４】 前記基本的治療が、それと結びついた基
本的治療値を有しており、そしてさらに前記基本的治療
値の一部として前記スケーリングファクタをセッティン
グするための装置を含むような、請求項第３項記載の医
療用治療装置。 - 【請求項５】 前記非線形発振器が、カオティック装置
をモデル化するための装置を含んでいるような、請求項
第１項記載の医療用治療装置。 - 【請求項６】 前記非線形発振器がローレンツシステム
をモデル化するための装置を含んでいるような、請求項
第１項記載の医療用治療装置。 - 【請求項７】 前記非線形発振器がダフィンシステムを
モデル化するための装置を含んでいるような、請求項第
１項記載の医療用治療装置。 - 【請求項８】 前記非線形発振器がロッセルシステムを
モデル化するための装置を含んでいるような、請求項第
１項記載の医療用治療装置。 - 【請求項９】 前記非線形発振器がマッケイ−グラスシ
ステムをモデル化するための装置を含んでいるような、
請求項第１項記載の医療用治療装置。 - 【請求項１０】 さらに、前記基本的治療からランダム
値を発生するための装置を含み、そしてここにおいて組
み合わせるための前記装置が前記変化性調節された治療
機能を生成するために前記基本的治療、前記変化性調節
および前記ランダム値を組み合わせるための装置を含ん
でいるような、請求項第１項記載の医療用治療装置。 - 【請求項１１】 さらに、初期データ値をもって、前記
非線形発振器を初期化するための装置を含むような、請
求項第１項記載の医療用治療装置。 - 【請求項１２】 前記非線形発振器が自律的カオティッ
クシステムをモデル化するための装置を含んでいるよう
な、請求項第１項記載の医療用治療装置。 - 【請求項１３】 前記非線形発振器が非自律的カオティ
ックシステムをモデル化するための装置を含み、そして
さらに、非自律的カオティックシステムをモデル化する
ために外部データ提供を前記装置に供給するための装置
を含むような、請求項第１項記載の医療用治療装置。 - 【請求項１４】 被検体ないし患者の心拍レート、前記
心拍レートはそれと関連する自然的変化性を有してい
る、を人為的に制御するためのペースメーカにおいて、 それぞれのパルスインターバルだけ分離している複数の
連続するペーシングパルスを発生するパルスジェネレー
タ装置と、 基本的ペーシングパルスをセットするための制御装置
と、 出力を持つ非線形発振器と、 変化性調節を発生させるために、前記非線形発振器の前
記出力を前記心拍レートの前記自然的変化性に整合させ
るための装置と、 前記変化性調節された刺激レートで前記パルスジェネレ
ータ装置が前記刺激パルスを発生する際に、変化性調節
された刺激レートを発生させるために、前記基本的レー
トを前記変化性調節に組み合わせるための装置と、そし
て前記変化性調節された刺激レートで前記被検体ないし
患者の心臓に前記刺激パルスを引き渡すための装置とを
含むことを特徴とするペースメーカ。 - 【請求項１５】 さらに、前記被検体ないし患者から時
間にわたって生理学的測定値を入手するための装置を含
み、そして前記制御装置が、前記生理学的測定値に依存
して前記基本的ペーシングレートをセッティングするよ
う、前記被検体ないし患者の前記生理学的機能を人為的
に制御するための装置を含むような、請求項第１４項記
載のペースメーカ。 - 【請求項１６】 前記非線形発振器の前記出力を前記生
理学的機能の前記自然的変化性に整合させるための前記
装置が、前記非線形発振器の前記出力をスケーリングフ
ァクタだけ乗算するための装置を含むような、請求項第
１４項記載のペースメーカ。 - 【請求項１７】 さらに、前記基本的ペーシングレート
の一部として前記スケーリングファクタをセッティング
するための装置を含むような、請求項第１６項記載のペ
ースメーカ。 - 【請求項１８】 前記非線形発振器がカオティックシス
テムをモデル化するための装置を含んでいるような、請
求項第１４項記載のペースメーカ。 - 【請求項１９】 前記非線形発振器が、ローレンツシス
テムをモデル化するための装置を含んでいるような、請
求項第１４項記載のペースメーカ。 - 【請求項２０】 前記非線形発振器が、ダフィンシステ
ムをモデル化するための装置を含んでいるような、請求
項第１４項記載のペースメーカ。 - 【請求項２１】 前記非線形発振器が、ロッセルシステ
ムをモデル化するための装置を含んでいるような、請求
項第１４項記載のペースメーカ。 - 【請求項２２】 前記非線形発振器が、マッケイ−グラ
スシステムをモデル化するための装置を含んでいるよう
な、請求項第１４項記載のペースメーカ。 - 【請求項２３】 さらに、前記基本的な治療からランダ
ム値を発生するための装置を含み、そしてここにおいて
組み合わせるための前記装置が、前記変化性調節された
治療機能を生成するために、前記基本的治療、前記変化
性調節および前記ランダム値を組み合わせるための装置
を含むような、請求項第１４項記載のペースメーカ。 - 【請求項２４】 さらに、初期データ値をもって前記非
線形発振器を初期化するための装置を含むような、請求
項第１４項記載のペースメーカ。 - 【請求項２５】 前記非線形発振器が、自律的カオティ
ックシステムをモデル化するための装置を含むような、
請求項第１４項記載のペースメーカ。 - 【請求項２６】 前記非線形発振器が自律的カオティッ
クシステムをモデル化するための装置を含み、そしてさ
らに非自律的カオティックシステムをモデル化するため
の前記装置に外部データ提供を供給するための装置を含
んでいるような、請求項第１４項記載のペースメーカ。 - 【請求項２７】 さらに、前記非線形発振器の前記出力
から整合のための前記装置への信号の伝送を制御するた
めに、前記非線形発振器の前記出力と、整合のための前
記装置との間に接続された値バッファ装置を含むよう
な、請求項第１４項記載のペースメーカ。 - 【請求項２８】 前記値バッファ装置が、前記非線形発
振器の前記出力の値をリードインおよびライトアウトす
るために、前記制御装置によって制御されるＮ位置メモ
リを含み、そして前記制御装置は、前記Ｎ位置メモリか
らの前記データの読み出しとは異なるレートで前記Ｎ位
置メモリ内のデータを読みとるために前記Ｎ位置メモリ
を制御するための装置を含んでいるような、請求項第２
７項記載のペースメーカ。 - 【請求項２９】 前記非線形発振器が、 カオティックシステムをモデル化し、そしてカオティッ
ク出力を発生する非線形発振器ステージと、そしてゼロ
の時間平均を持つ出力を発生するために、前記カオティ
ック出力が供給されるコストプロセッシング装置とを含
むような、請求項第１４項記載のペースメーカ。 - 【請求項３０】 医療用治療装置において、 被検体ないし患者への医療用治療を管理するための装置
と、 複数の可能性のある治療処理、各治療処理は複数のモデ
ル化された治療処理結果を得るための、それと関連した
変数の組を有している、をモデル化するための装置と、 変数の前記組として使用するために複数のランダム変数
を発生するための非線形発振器を含むランダム変数発生
装置と、そして前記治療が管理されるべき被検体ないし
患者に関して最適となるよう、前記モデル化された治療
処理結果の１つを選択するための装置と、を含むことを
特徴とする医療用治療装置。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US08/745735 | 1996-11-12 | ||
| US08/745,735 US5690688A (en) | 1996-11-12 | 1996-11-12 | Medical therapy apparatus which administers therapy adjusted to follow natural variability of the physiological function being controlled |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH10151209A true JPH10151209A (ja) | 1998-06-09 |
Family
ID=24998031
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP9310121A Pending JPH10151209A (ja) | 1996-11-12 | 1997-11-12 | 医療用治療装置及びペースメーカ |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5690688A (ja) |
| EP (1) | EP0841074B1 (ja) |
| JP (1) | JPH10151209A (ja) |
| DE (1) | DE69733531T2 (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6814002B2 (en) | 2000-03-02 | 2004-11-09 | Ryobi Ltd. | Printing system |
Families Citing this family (57)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE19609409C2 (de) * | 1996-03-04 | 2000-01-20 | Biotronik Mess & Therapieg | Therapiegerät |
| RU2243790C2 (ru) * | 2000-03-29 | 2005-01-10 | Карашуров Сергей Егорович | Имплантируемый программируемый электростимулятор карашурова с.е. для стимуляции органов и тканей организма |
| US6766194B1 (en) | 2001-12-12 | 2004-07-20 | Pacesetter, Inc. | Dynamic control of overdrive pacing based on degree of randomness within heart rate |
| US6694188B1 (en) | 2001-12-12 | 2004-02-17 | Pacesetter, Inc. | Dynamic control of overdrive pacing based on degree of randomness within heart rate |
| US6775571B1 (en) | 2001-12-12 | 2004-08-10 | Pacesetter, Inc. | Dynamic control of overdrive pacing based on degree of randomness within heart rate |
| US7003350B2 (en) * | 2003-11-03 | 2006-02-21 | Kenergy, Inc. | Intravenous cardiac pacing system with wireless power supply |
| US9050469B1 (en) | 2003-11-26 | 2015-06-09 | Flint Hills Scientific, Llc | Method and system for logging quantitative seizure information and assessing efficacy of therapy using cardiac signals |
| US8260426B2 (en) * | 2008-01-25 | 2012-09-04 | Cyberonics, Inc. | Method, apparatus and system for bipolar charge utilization during stimulation by an implantable medical device |
| US8565867B2 (en) | 2005-01-28 | 2013-10-22 | Cyberonics, Inc. | Changeable electrode polarity stimulation by an implantable medical device |
| US9314633B2 (en) | 2008-01-25 | 2016-04-19 | Cyberonics, Inc. | Contingent cardio-protection for epilepsy patients |
| US8700163B2 (en) | 2005-03-04 | 2014-04-15 | Cyberonics, Inc. | Cranial nerve stimulation for treatment of substance addiction |
| US7840280B2 (en) | 2005-07-27 | 2010-11-23 | Cyberonics, Inc. | Cranial nerve stimulation to treat a vocal cord disorder |
| US7856273B2 (en) | 2005-07-28 | 2010-12-21 | Cyberonics, Inc. | Autonomic nerve stimulation to treat a gastrointestinal disorder |
| US20070025608A1 (en) * | 2005-07-29 | 2007-02-01 | Cyberonics, Inc. | Enhancing intrinsic neural activity using a medical device to treat a patient |
| US7620455B2 (en) | 2005-10-25 | 2009-11-17 | Cyberonics, Inc. | Cranial nerve stimulation to treat eating disorders |
| US8428731B2 (en) | 2005-10-27 | 2013-04-23 | Cyberonics, Inc. | Sequenced therapy protocols for an implantable medical device |
| US8694118B2 (en) | 2005-10-28 | 2014-04-08 | Cyberonics, Inc. | Variable output ramping for an implantable medical device |
| US7957796B2 (en) | 2005-10-28 | 2011-06-07 | Cyberonics, Inc. | Using physiological sensor data with an implantable medical device |
| US7996079B2 (en) * | 2006-01-24 | 2011-08-09 | Cyberonics, Inc. | Input response override for an implantable medical device |
| US20070173890A1 (en) * | 2006-01-24 | 2007-07-26 | Cyberonics, Inc. | Stimulation mode adjustment for an implantable medical device |
| US7657310B2 (en) | 2006-01-26 | 2010-02-02 | Cyberonics, Inc. | Treatment of reproductive endocrine disorders by vagus nerve stimulation |
| US7801601B2 (en) | 2006-01-27 | 2010-09-21 | Cyberonics, Inc. | Controlling neuromodulation using stimulus modalities |
| AU2007233135B2 (en) | 2006-03-29 | 2012-02-02 | Catholic Healthcare West | Synchronization of vagus nerve stimulation with the cardiac cycle of a patient |
| US7962220B2 (en) * | 2006-04-28 | 2011-06-14 | Cyberonics, Inc. | Compensation reduction in tissue stimulation therapy |
| US7869885B2 (en) | 2006-04-28 | 2011-01-11 | Cyberonics, Inc | Threshold optimization for tissue stimulation therapy |
| US7869867B2 (en) | 2006-10-27 | 2011-01-11 | Cyberonics, Inc. | Implantable neurostimulator with refractory stimulation |
| US7962214B2 (en) * | 2007-04-26 | 2011-06-14 | Cyberonics, Inc. | Non-surgical device and methods for trans-esophageal vagus nerve stimulation |
| US7869884B2 (en) * | 2007-04-26 | 2011-01-11 | Cyberonics, Inc. | Non-surgical device and methods for trans-esophageal vagus nerve stimulation |
| US7904175B2 (en) * | 2007-04-26 | 2011-03-08 | Cyberonics, Inc. | Trans-esophageal vagus nerve stimulation |
| US7974701B2 (en) | 2007-04-27 | 2011-07-05 | Cyberonics, Inc. | Dosing limitation for an implantable medical device |
| US8382667B2 (en) | 2010-10-01 | 2013-02-26 | Flint Hills Scientific, Llc | Detecting, quantifying, and/or classifying seizures using multimodal data |
| US8337404B2 (en) | 2010-10-01 | 2012-12-25 | Flint Hills Scientific, Llc | Detecting, quantifying, and/or classifying seizures using multimodal data |
| US8571643B2 (en) | 2010-09-16 | 2013-10-29 | Flint Hills Scientific, Llc | Detecting or validating a detection of a state change from a template of heart rate derivative shape or heart beat wave complex |
| US9579506B2 (en) | 2008-01-25 | 2017-02-28 | Flint Hills Scientific, L.L.C. | Contingent cardio-protection for epilepsy patients |
| US8204603B2 (en) | 2008-04-25 | 2012-06-19 | Cyberonics, Inc. | Blocking exogenous action potentials by an implantable medical device |
| US8457747B2 (en) | 2008-10-20 | 2013-06-04 | Cyberonics, Inc. | Neurostimulation with signal duration determined by a cardiac cycle |
| US8417344B2 (en) | 2008-10-24 | 2013-04-09 | Cyberonics, Inc. | Dynamic cranial nerve stimulation based on brain state determination from cardiac data |
| US20100191304A1 (en) | 2009-01-23 | 2010-07-29 | Scott Timothy L | Implantable Medical Device for Providing Chronic Condition Therapy and Acute Condition Therapy Using Vagus Nerve Stimulation |
| US8827912B2 (en) | 2009-04-24 | 2014-09-09 | Cyberonics, Inc. | Methods and systems for detecting epileptic events using NNXX, optionally with nonlinear analysis parameters |
| US8239028B2 (en) | 2009-04-24 | 2012-08-07 | Cyberonics, Inc. | Use of cardiac parameters in methods and systems for treating a chronic medical condition |
| US8831732B2 (en) | 2010-04-29 | 2014-09-09 | Cyberonics, Inc. | Method, apparatus and system for validating and quantifying cardiac beat data quality |
| US8649871B2 (en) | 2010-04-29 | 2014-02-11 | Cyberonics, Inc. | Validity test adaptive constraint modification for cardiac data used for detection of state changes |
| US8562536B2 (en) | 2010-04-29 | 2013-10-22 | Flint Hills Scientific, Llc | Algorithm for detecting a seizure from cardiac data |
| US8679009B2 (en) | 2010-06-15 | 2014-03-25 | Flint Hills Scientific, Llc | Systems approach to comorbidity assessment |
| US8641646B2 (en) | 2010-07-30 | 2014-02-04 | Cyberonics, Inc. | Seizure detection using coordinate data |
| US8684921B2 (en) | 2010-10-01 | 2014-04-01 | Flint Hills Scientific Llc | Detecting, assessing and managing epilepsy using a multi-variate, metric-based classification analysis |
| US9504390B2 (en) | 2011-03-04 | 2016-11-29 | Globalfoundries Inc. | Detecting, assessing and managing a risk of death in epilepsy |
| US8996117B2 (en) | 2011-04-07 | 2015-03-31 | Greatbatch, Ltd. | Arbitrary waveform generator and neural stimulation application with scalable waveform feature |
| US9656076B2 (en) | 2011-04-07 | 2017-05-23 | Nuvectra Corporation | Arbitrary waveform generator and neural stimulation application with scalable waveform feature and charge balancing |
| US8725239B2 (en) | 2011-04-25 | 2014-05-13 | Cyberonics, Inc. | Identifying seizures using heart rate decrease |
| US9402550B2 (en) | 2011-04-29 | 2016-08-02 | Cybertronics, Inc. | Dynamic heart rate threshold for neurological event detection |
| US9549677B2 (en) | 2011-10-14 | 2017-01-24 | Flint Hills Scientific, L.L.C. | Seizure detection methods, apparatus, and systems using a wavelet transform maximum modulus algorithm |
| US10448839B2 (en) | 2012-04-23 | 2019-10-22 | Livanova Usa, Inc. | Methods, systems and apparatuses for detecting increased risk of sudden death |
| US10220211B2 (en) | 2013-01-22 | 2019-03-05 | Livanova Usa, Inc. | Methods and systems to diagnose depression |
| US9056195B2 (en) | 2013-03-15 | 2015-06-16 | Cyberonics, Inc. | Optimization of cranial nerve stimulation to treat seizure disorderse during sleep |
| US9585611B2 (en) | 2014-04-25 | 2017-03-07 | Cyberonics, Inc. | Detecting seizures based on heartbeat data |
| US9302109B2 (en) | 2014-04-25 | 2016-04-05 | Cyberonics, Inc. | Cranial nerve stimulation to treat depression during sleep |
Family Cites Families (9)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4153059A (en) * | 1977-10-25 | 1979-05-08 | Minnesota Mining And Manufacturing Company | Urinary incontinence stimulator system |
| US4210151A (en) * | 1978-09-26 | 1980-07-01 | Stimtech, Inc. | Electronic pain control with scanned output parameters |
| DD230730A3 (de) * | 1984-01-02 | 1985-12-11 | Zentralinstitut Fuer Diabetes | Einrichtung zur prospektiven automatischen bestimmung individualspezifischer glukoseregulationsparameter |
| US4732157A (en) * | 1986-08-18 | 1988-03-22 | Massachusetts Institute Of Technology | Method and apparatus for quantifying beat-to-beat variability in physiologic waveforms |
| US5265617A (en) * | 1991-02-20 | 1993-11-30 | Georgetown University | Methods and means for non-invasive, dynamic tracking of cardiac vulnerability by simultaneous analysis of heart rate variability and T-wave alternans |
| US5342401A (en) * | 1992-08-19 | 1994-08-30 | The Regents Of The University Of California | Real time cardiac arrhythmia stabilizing system |
| EP0771170A4 (en) * | 1994-07-13 | 2000-05-17 | Gw Scient Inc | DETECTION OF THE ABNORMAL VARIATION OF THE HEART RATE AND INDUCTION OF A NORMAL HEART RATE VARIATION |
| US5647663A (en) * | 1996-01-05 | 1997-07-15 | Wisconsin Alumni Research Foundation | Radiation treatment planning method and apparatus |
| DE19609409C2 (de) * | 1996-03-04 | 2000-01-20 | Biotronik Mess & Therapieg | Therapiegerät |
-
1996
- 1996-11-12 US US08/745,735 patent/US5690688A/en not_active Expired - Lifetime
-
1997
- 1997-10-27 EP EP97118608A patent/EP0841074B1/en not_active Expired - Lifetime
- 1997-10-27 DE DE69733531T patent/DE69733531T2/de not_active Expired - Lifetime
- 1997-11-12 JP JP9310121A patent/JPH10151209A/ja active Pending
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6814002B2 (en) | 2000-03-02 | 2004-11-09 | Ryobi Ltd. | Printing system |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
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| EP0841074B1 (en) | 2005-06-15 |
| US5690688A (en) | 1997-11-25 |
| DE69733531D1 (de) | 2005-07-21 |
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